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Immunogenität dezellularisierter Rattennieren als Biomatrices im
Tissue Engineering
Vollständiger Abdruck der von der Fakultät für Medizin der
Technischen Universität München zur Erlangung des akademischen
Grades eines Doktors der Medizin genehmigten Dissertation.
Vorsitzender: Prof. Dr. Ernst J. Rummeny
Prüfer der Dissertation:
1. apl. Prof. Dr. Martijn van Griensven
2. Prof. Dr. Dr. h.c. Uwe Heemann
Die Dissertation wurde am 20.02.2019 bei der Fakultät für Medizin der
Technischen Universität München eingereicht und durch die Fakultät für Medizin am
14.08.2019 angenommen.
Kira Katharina Florian
Experimentelle Unfallchirurgie
(apl. Prof. Dr. Martijn van Griensven)
&
Klinik und Poliklinik für Unfallchirurgie
(Prof. Dr. Peter Biberthaler)
I
I Inhaltsverzeichnis
I Inhaltsverzeichnis ...................................................................................................... I
II Abbildungsverzeichnis ............................................................................................ III
III Tabellenverzeichnis ............................................................................................... IV
IV Abkürzungsverzeichnis ........................................................................................... V
1 Einleitung .............................................................................................................. 1
1.1 Regenerative Medizin und Tissue Engineering ............................................ 1
1.2 Tissue Engineering im Bereich der Orthopädie und Unfallchirurgie ............. 2
1.3 Scaffolds im Tissue Engineering .................................................................. 3
1.3.1 Eigenschaften eines idealen Scaffolds im Tissue Engineering
von Knochengewebe ............................................................................. 4
1.3.2 Biologische Scaffolds ............................................................................. 5
1.4 Sauerstoff- und Nährstoffversorgung des Gewebes im Tissue
Engineering ................................................................................................ 12
1.4.1 Lösungsansätze zur Verbesserung der Sauerstoff-
und Nährstoffversorgung im Tissue Engineering ................................. 12
1.4.2 Benutzen ganzer Organe mit vorhandenem Gefäßsystem .................. 14
1.5 Immunreaktion im Tissue Engineering ....................................................... 15
1.5.1 Immunreaktion bei xenogener Organtransplantation ........................... 16
1.5.2 Anwendung xenogener EZM-Scaffolds im Tissue Engineering ........... 16
1.5.3 Immunreaktion auf xenogene EZM-Scaffolds im Tissue Engineering .. 17
2 Hintergrund und Zielsetzung der Arbeit .............................................................. 19
3 Material und Methoden ....................................................................................... 20
3.1 Material ...................................................................................................... 20
3.1.1 Geräte .................................................................................................. 20
3.1.2 Verbrauchsmaterialien ......................................................................... 21
3.1.3 Chemikalien ......................................................................................... 22
3.1.4 Zellkulturmedien, Puffer und Zusätze .................................................. 23
3.1.5 Zusammensetzung der Zellkulturmedien und Puffer ............................ 24
3.1.6 Perfusionslösungen zur Dezellularisierung .......................................... 26
3.1.7 Färbelösungen ..................................................................................... 26
II
3.1.8 ELISA-Sets .......................................................................................... 27
3.1.9 Software ............................................................................................... 28
3.2 Methoden ................................................................................................... 29
3.2.1 Isolation von humanen mononukleären Zellen des peripheren
Blutes (PBMCs) ................................................................................... 29
3.2.2 Isolation von primären humanen Osteoblasten .................................... 29
3.2.3 Isolation von Rattenosteoblasten ......................................................... 30
3.2.4 Zellkultur .............................................................................................. 30
3.2.5 Gewinnung der Rattennieren ............................................................... 32
3.2.6 Dezellularisierung ................................................................................ 33
3.2.7 Untersuchung der Immunantwort auf die Bioscaffolds ......................... 34
3.2.8 Evaluierung der Viabilität und Funktionalität der Osteoblasten ............ 35
3.2.9 Statistik ................................................................................................ 39
4 Ergebnisse .......................................................................................................... 40
4.1 Feststellung der Dezellularisierung anhand der
makroskopischen Erscheinung .................................................................. 40
4.2 Immunogenität der Bioscaffolds ................................................................. 40
4.2.1 TNF-a .................................................................................................. 40
4.2.2 Interleukin-10 ....................................................................................... 42
4.3 Einfluss der Bioscaffolds auf die Proliferation und Funktion
differenzierter Zellen eines anderen Gewebetyps ...................................... 44
4.3.1 Messung der Zellzahl und -viabilität mittels Alamar Blue Assay .......... 44
4.3.2 Evaluierung der Zellviabilität mittels Hoechst- und
Calcein AM-Fluoreszenzfärbung .......................................................... 47
4.3.3 Funktionsnachweis der Rattenosteoblasten ........................................ 48
4.4 Einfluss der Bioscaffolds auf die Proliferation und Funktion
differenzierter Zellen einer anderen Spezies .............................................. 51
4.4.1 Messung der Zellzahl und –viabilität mittels Alamar Blue Assay.......... 52
4.4.2 Evaluierung der Zellviabilität mittels Hoechst- und
Calcein AM-Fluoreszenzfärbung .......................................................... 54
4.4.4 Funktionsnachweis der humanen Osteoblasten .................................. 55
5 Diskussion .......................................................................................................... 59
III
5.1 Dezellularisierung ganzer Organe .............................................................. 59
5.2 Immunogenität der Bioscaffolds aus dezellularisierten Rattennieren ......... 62
5.3 Einfluss der Bioscaffolds auf die Proliferation und Funktion
differenzierter Zellen eines anderen Gewebetyps und einer anderen
Spezies ...................................................................................................... 66
5.4 Konklusion.................................................................................................. 70
5.5 Limitationen und Ausblick........................................................................... 71
6 Zusammenfassung ............................................................................................. 72
7 Literatur .............................................................................................................. 74
8 Abstract .............................................................................................................. 85
9 Selbstständigkeitserklärung ................................................................................ 86
10 Danksagung ....................................................................................................... 87
II Abbildungsverzeichnis
Abb. 1: Modell des Diamond-Konzeptes für die Regeneration von Knochengewebe
..................................................................................................................... 3
Abb. 2: Schematisches Diagramm der Dezellularisierung ganzer Organe und ihrer
klinischen Anwendungen............................................................................ 15
Abb. 3: Dezellularisierung einer Rattenniere. ......................................................... 40
Abb. 4: Relative TNF-a Konzentration normiert auf hPBMCs + LPS ...................... 41
Abb. 5: Relative TNF-a Konzentration dezellularisierte Rattennieren normiert auf
hPBMCs + LPS .......................................................................................... 42
Abb. 6: Relative IL-10 Konzentration normiert auf hPBMCs + LPS ........................ 43
Abb. 7: Relative IL-10 Konzentration dezellularisierte Rattennieren normiert auf
hPBMCs + LPS .......................................................................................... 44
Abb. 8: Alamar Blue Assay Rattenosteoblasten ..................................................... 45
Abb. 9: Alamar Blue Assay Rattenosteoblasten und dezellularisierte Rattennieren
0,66% SDS ................................................................................................. 46
Abb. 10: Alamar Blue Assay Rattenosteoblasten und dezellularisierte Rattennieren
3% SDS...................................................................................................... 46
Abb. 11: Alamar Blue Assay Rattenosteoblasten und dez. Rattennieren Tag 14 ..... 47
Abb. 12: Calcein AM- und Hoechst-Färbung Rattenosteoblasten und dezellularisierte
Rattenniere ................................................................................................. 48
IV
Abb. 13: Alkalische Phosphatase-Aktivität (AP-Aktivität) Rattenosteoblasten und
dezellularisierte Rattennieren ..................................................................... 49
Abb. 14: Alkalische Phosphatase-Aktivität (AP-Aktivität) Rattenosteoblasten und
dezellularisierte Rattennieren Tag 14 ......................................................... 50
Abb. 15: Alkalische Phosphatase-Färbung (AP-Färbung) Rattenosteoblasten und
dezellularisierte Rattenniere ....................................................................... 51
Abb. 16: Alamar Blue Assay humane Osteoblasten ................................................. 52
Abb. 17: Alamar Blue Assay humane Osteoblasten und dezellularisierte
Rattennieren 3% SDS ................................................................................ 53
Abb. 18: Alamar Blue Assay humane Osteoblasten und dezellularisierte
Rattennieren 0,66% SDS ........................................................................... 53
Abb. 19: Alamar Blue Assay humane Osteoblasten und Rattennieren Tag 14 ........ 54
Abb. 20: Calcein AM- und Hoechst-Färbung humane Osteoblasten und
dezellularisierte Rattenniere ....................................................................... 55
Abb. 21: Alkalische Phosphatase-Aktivität (AP-Aktivität) humane Osteoblasten und
dezellularisierte Rattennieren ..................................................................... 56
Abb. 22: Alkalische Phosphatase-Aktivität (AP-Aktivität) humane Osteoblasten und
dezellularisierte Rattennieren Tag 14 ......................................................... 57
Abb. 23: Alkalische Phosphatase-Färbung (AP-Färbung) humane Osteoblasten und
dezellularisierte Rattenniere ....................................................................... 58
III Tabellenverzeichnis
Tab. 1: Geräte ........................................................................................................ 21
Tab. 2: Verbrauchsmaterialien ............................................................................... 22
Tab. 3: Chemikalien ............................................................................................... 23
Tab. 4: Zellkulturmedien, Puffer und Zusätze. ........................................................ 24
Tab. 5: Zusammensetzung der Zellkulturmedien und Puffer .................................. 25
Tab. 6: Perfusionslösungen zur Dezellularisierung ................................................ 26
Tab. 7: Färbelösungen ........................................................................................... 27
Tab. 8: ELISA Sets und Lösungen ......................................................................... 28
Tab. 9: Software ..................................................................................................... 28
Tab. 10: Dezellularisierungsprotokoll ....................................................................... 34
V
IV Abkürzungsverzeichnis
Abkürzung Beschreibung
a-MEM Minimum Essential Medium Eagle Alpha Modification
Abb. Abbildung
AP Alkalische Phosphatase
BSA Bovines Serumalbumin
BMP bone morphogenic protein (knochenmorphogenetisches Protein)
CaCl2 Calciumchlorid
CHAPS 3-[(3-Cholamidopropyl)dimethylammonio]-1-propanesulfonate
DMSO Dimethylsulfoxid
DNA (DNS) Deoxyribonucleic acid (Desoxyribonukleinsäure)
ddH2O Doppelt destilliertes Wasser
(D)PBS (Dulbecco’s) Phosphate buffered saline (Phosphatgepufferte
Salzlösung)
ELISA Enzyme-linked Immunosorbent Assay
EZM Extrazellulärmatrix
FBS (FKS) Fetal bovine serum (Fetales Kälberserum)
FGF Fibroblast Growth Factor (Fibroblasten Wachstumsfaktor)
GAGs Glykosaminoglykane
HE-Färbung Hämatoxylin-Eosin-Färbung
IL-10 Interleukin-10
KI Konfidenzintervall
LSM Lymphozyten-Separationsmedium
LPS Lipopolysaccharid
MgCl2 Magnesiumchlorid
mmHg Millimeter Quecksilbersäule
NaOH Natriumhydroxid
NTIRE Non-thermal irreversible electroporation
Pen/Strep Penicillin/Streptomycin
(h)PBMC
(human) Peripheral blood mononuclear cell ((humane) Mononukleäre
Zelle des peripheren Blutes)
PAA Peracetic acid (Peressigsäure)
RT Raumtemperatur
VI
SDS Sodium dodecyl Sulfate (Natriumdodecylsulfat)
SEM standard error of the mean (Standardfehler)
SIS-ECM small intestinal submucosa extracellular matrix (EZM-Scaffold aus
Schweinedünndarmmukosa)
Tab. Tabelle
TEP Totalendoprothese
TGF-β Transforming Growth Factor (Transformierender Wachstumsfaktor)
TNF-α Tumornekrosefaktor alpha
TRIS Tris(hydroxymethyl)-aminomethan
UV ultraviolett
WHO World Health Organization (Weltgesundheitsorganisation)
1
1 Einleitung
1.1 Regenerative Medizin und Tissue Engineering
Erkrankungen, Verletzungen und Traumata können Gewebe des menschlichen
Körpers schädigen und zu einer Degeneration führen. Je nach Ausmaß der
entstandenen Defekte ist eine Reparatur, ein Ersatz oder die Regeneration des
Gewebes erforderlich. Üblicherweise werden zur Defektüberbrückung
und -rekonstruktion Gewebe autolog oder allogen transplantiert. Vor allem bei der
Gewinnung von Autografts ist man jedoch aufgrund anatomischer Limitationen und
einer nicht unerheblichen Morbidität im Spenderbereich durch Infektionen, Hämatome
und persistierende Schmerzen eingeschränkt. Allografts sind durch die begrenzte
Verfügbarkeit, die Gefahr einer Infektionsübertragung, sowie aufgrund einer
Transplantatabstoßung durch den Empfänger ebenfalls nur bedingt verwendbar
(Langer 2000, Atala 2004).
Auch aufgrund der altersdemographischen Entwicklung, sowie der größer
werdenden Erwartungen der Patienten und der sich folglich immer komplexer
darstellenden klinischen Situationen sind neue verlässliche Regenerationsstrategien
notwendig (Black, Goriainov et al. 2015). Einen Lösungsansatz bietet das Tissue
Engineering, dessen Zielsetzung die Regeneration des geschädigten Gewebes durch
Entwicklung und Transplantation biologischer Ersatzgewebe ist.
Obwohl das Gebiet des Tissue Engineerings ein relativ neues Gebiet der
Forschung darstellt, ist die Idee fehlendes oder krankes Gewebe zu ersetzen schon
im 16. Jahrhundert dokumentiert worden. Gasparo Tagliocozzi (1546-99), Professor
der Chirurgie und Anatomie der Universität Bologna, beschrieb in seiner 1597
publizierten Arbeit ´De Custorum Chirurgia per Insitionem´ bereits eine
Nasenrekonstruktion mittels Unterarmlappen (O'Brien 2011).
Heute ist das Fachgebiet der regenerativen Medizin und des Tissue
Engineerings multidisziplinär und macht die Zusammenarbeit von Experten aus der
klinischen Medizin und unterschiedlichsten Disziplinen des Ingenieurwesens und der
Naturwissenschaften notwendig (O'Brien 2011).
2
1.2 Tissue Engineering im Bereich der Orthopädie und Unfallchirurgie
Speziell auf dem Gebiet der Orthopädie und Unfallchirurgie sind die Zielgewebe der
regenerativen Medizin Knochen und Knorpel, aber auch Bänder, Sehnen, Menisci,
Bandscheiben, Muskeln, Nerven und Fettgewebe (Muschler, Nakamoto et al. 2004).
Der Schwerpunkt der folgenden Arbeit liegt auf dem Bereich der Knochenregeneration.
Knochengewebe als dynamisches und gut vaskularisiertes Gewebe unterliegt ein
Leben lang einem Umbauprozess, sodass Läsionen wie Frakturen gerade bei
jüngeren Patienten ohne größere Interventionen heilen können. Trotzdem treten
beispielsweise aufgrund von ausgedehnten Tumorresektionen, Infekten oder
Pseudarthrosen große Defekte auf, die eine chirurgische Intervention erforderlich
machen.
Die Knochendefekte können als kritisch angesehen werden, wenn ihre Länge,
abhängig von dem betroffenen Skelettabschnitt, eine bestimmte Größe überschreitet:
3 cm für den Unterarm, 5 cm für Femur und Tibia und 6 cm für den Humerus (Calori,
Mazza et al. 2011). Neben bekannten Techniken wie Kallusdistraktion, Autografts,
Arthrodesen oder Endoprothesen kann hier die Anwendung von biotechnologischen
Therapien nützlich sein.
Als Voraussetzung für die Regeneration von Knochengewebe sind primär drei
Grundelemente notwendig: i) ein strukturelles Gerüst (Scaffold/Matrix), ii) Zellen und
iii) chemische (z.B. durch Wachstumsfaktoren) oder alternativ mechanische
Stimulation. Die Kombination dieser drei Elemente wird als das trianguläre Konzept
des Tissue Engineerings bezeichnet (Martin, Wendt et al. 2004, Soucacos, Johnson
et al. 2008, O'Brien 2011). Dieses trianguläre Konzept ist im Rahmen des Diamond-
Konzeptes durch den Faktor der mechanischen Umgebung erweitert worden
(Giannoudis, Einhorn et al. 2007).
3
Abb. 1: Modell des Diamond-Konzeptes für die Regeneration von Knochengewebe modifiziert nach (Giannoudis, Einhorn et al. 2007)
1.3 Scaffolds im Tissue Engineering
Als obligater Bestandteil des Tissue Engineerings spielen dreidimensionale Scaffolds
eine entscheidende Rolle. Ihre Aufgabe ist es, eine gewebespezifische Umgebung zu
schaffen (Kneser, Schaefer et al. 2002), die eine Adhäsion, Proliferation und
Differenzierung von Stamm- und Progenitorzellen ermöglicht und fördert (Langer and
Vacanti 1993, Laurencin, Ambrosio et al. 1999, Hutmacher 2000). Idealerweise dienen
die Scaffolds zudem der Vaskularisierung des Neugewebes (Deporter, Komori et al.
1988, Murata, Huang et al. 1999).
Als Materialien für Scaffolds zur Züchtung von Knochengewebe werden
biologische Polymere (z.B. Kollagen, Hyaluron, Fibrin), synthetische Polymere
(wasserunlösliche Polymere, verschiedene Kopolymere, synthetische gel-ähnliche
Polymere), Matrices auf Mineralbasis (z.B. Trikalziumphosphat, Hydroxyapatit,
Kalziumsulfat), Metalle (z.B. Titan, Tantal), Allografts oder Kombinationen aus
mehreren Materialien verwendet (Griffith and Grodzinsky 2001).
Unabhängig von dem Design und den verwendeten Materialien finden
azelluläre Scaffolds oder Matrices, die zuvor mit Zellen des Patienten besät wurden,
Verwendung (Lichte, Pape et al. 2011).
Strukturelles Gerüst (Matrix) Osteogene Zellen
Wachstumsfaktoren Mechanische Umgebung
Diamond-Konzept
4
1.3.1 Eigenschaften eines idealen Scaffolds im Tissue Engineering von Knochengewebe
Um die oben genannten Aufgaben erfüllen zu können, sollte ein ideales Scaffold für
das Tissue Engineering von (Knochen-) Gewebe neben der dreidimensionalen
Struktur folgende Eigenschaften besitzen:
- Als vorrangiges Kriterium muss das Scaffold biokompatibel sein. Sowohl die
Zelladhäsion (Osteokonduktion) als auch die Zellaktivität (Osteoinduktion) und
die Integration in das umgebende Knochengewebe (Osseointegration) sollten
angeregt werden (Stevens 2008, Lichte, Pape et al. 2011, O'Brien 2011). Die
Implantation des Scaffolds darf keine erhebliche Immunreaktion zur Folge
haben, da diese eine Kompromittierung der Heilung bis hin zur Abstoßung des
Transplantates zur Folge haben kann (O'Brien 2011).
- Scaffolds im Tissue Engineering sind nicht als permanente Implantate
vorgesehen und sollen den körpereigenen Zellen im Verlauf ermöglichen, ihre
eigene Extrazellulärmatrix zu produzieren und das implantierte Konstrukt zu
ersetzen. Hierzu müssen Scaffolds biologisch abbaubar sein (Babensee,
Anderson et al. 1998). Die Resorptionskinetik des Scaffolds sollte der
Knochenreparaturrate ähnlich sein, um einen optimalen Transfer der Last auf
den neu gebildeten Knochen zu gewährleisten und ein „stress-shielding" zu
verhindern. Sowohl die Abbau- als auch die Nebenprodukte dürfen nicht
zelltoxisch sein und sollten schnell aus dem Körper ausgeschieden werden
(Lichte, Pape et al. 2011).
- Wichtig sind zudem mechanische Eigenschaften, die vergleichbar mit nativem
Knochengewebe sind. Die mechanische Integrität sollte von der Implantation
bis zum Abschluss des Remodeling-Prozesses gegeben sein (Hutmacher
2000). Problematisch kann hierbei die Balance zwischen ausreichender
mechanischer Stabilität und der für die Vaskularisierung erforderlichen porösen
Struktur sein. Die Architektur des Scaffolds muss grundsätzlich eine vernetzte
Porenstruktur enthalten, die das Eindringen von Zellen, die adäquate Diffusion
von Nährstoffen und Sauerstoff und den Abtransport der Abbauprodukte erlaubt
(O'Brien 2011).
- Des Weiteren muss das Scaffold eine Sterilisation nach dem erforderlichen
internationalen Standard tolerieren.
5
- Optimaler Weise sollte das Scaffold je nach Größe und Form des
Knochendefekts patientenindividualisiert hergestellt werden können und in
ausreichender Menge kostengünstig verfügbar sein (Griffith and Grodzinsky
2001).
1.3.2 Biologische Scaffolds
Für dreidimensionale Scaffolds für die Knochenregeneration stehen vorrangig drei
verschiedene Materialgruppen zur Verfügung: Keramik, synthetische Polymere und
biologische Polymere (O'Brien 2011). Im Hinblick auf die in den Experimenten dieser
Dissertation verwendeten Materialien beschränken sich die folgenden Ausführungen
auf die biologischen Scaffolds.
Biologische Materialien wie Kollagen, verschiedene Proteoglykane,
Trägermaterialien auf Alginatbasis und Chitosan wurden bereits in der Produktion von
Scaffolds eingesetzt. Sie sind biologisch aktiv und gewährleisten eine sehr gute
Zelladhäsion und ein exzellentes Zellwachstum. Als biologisch abbaubare Materialien
ermöglichen sie den Wirtszellen die Produktion einer eigenen Extrazellulärmatrix
(O'Brien 2011). Sie sind jedoch aufgrund ihrer schwachen mechanischen
Eigenschaften zur Regeneration lasttragender Gewebe weniger geeignet. Eine
Herausforderung stellt zudem die Herstellung von homogenen und reproduzierbaren
Scaffolds aus biologischem Material dar (Stevens 2008, O'Brien 2011).
1.3.2.1 Die Extrazellulärmatrix als Bioscaffold
Biologische Scaffolds aus der natürlich vorkommenden Extrazellulärmatrix (EZM)
haben aufgrund ihrer bioinduktiven Eigenschaften in letzter Zeit zunehmend an
Beachtung gewonnen (Badylak 2007). Die EZM wird durch die für ein bestimmtes
Gewebe charakteristischen Zellen gebildet. Die Zusammensetzung und Mikrostruktur
unterscheidet sich deshalb in Abhängigkeit der beherbergten Zellart, um die idealen
chemischen und mechanischen Anforderungen des jeweiligen Gewebetyps zu
erfüllen. Die EZM steht in einem dynamischen Gleichgewicht mit ihrer Mikroumgebung
(Bissell and Aggeler 1987). Einflussfaktoren auf die EZM sind neben den ansässigen
Zellen die mechanische Belastung, das biochemische Milieu, die
Sauerstoffversorgung, der pH-Wert und die inhärenten Genexpressionsmuster.
6
Umgekehrt beeinflusst die EZM ebenfalls die ansässigen Zellen und fungiert als
Informationsstraße oder Medium zwischen den Zellen (Bissell, Hall et al. 1982, Ingber
1991, Boudreau, Myers et al. 1995).
Das Ziel bei der Herstellung eines EZM-Scaffolds ist es, die Bestandteile und
dreidimensionale Struktur, und damit die Funktionalität der natürlichen Matrix,
weitgehend zu bewahren. Bereits in der klinischen Anwendung befinden sich EZM-
Scaffolds aus Teilen der Dermis, des Perikards oder der Dünndarmmukosa (Badylak
2007).
1.3.2.2 Zusammensetzung der Extrazellulärmatrix
Die wichtigsten Bestandteile der Extrazellulärmatrix konnten bereits beschrieben
werden, wobei die komplexe dreidimensionale Organisation der strukturellen und
funktionellen Moleküle derzeit noch nicht vollständig charakterisiert ist (Badylak 2007).
Das am häufigsten vorkommende Protein in der Extrazellulärmatrix ist Kollagen.
Es macht über 90% des Trockengewichts der EZM der meisten Organe oder Gewebe
aus (van der Rest and Garrone 1991). Unter den Kollagenen ist der Typ I als
wesentliches Strukturprotein ubiquitär vorhanden und bietet die notwendige
mechanische Festigkeit, um uni- und multiaxialen Belastungen standzuhalten (Badylak
2004). Andere Kollagene enthält die EZM in wesentlich geringerer Menge und
unterschiedlicher Zusammensetzung in Abhängigkeit der gewebespezifischen
mechanischen und physikalischen Eigenschaften. Beispielsweise findet sich Kollagen
Typ III vor allem im Bereich der Submukosa der Harnblase, die eine gewisse Flexibilität
benötigt. Kollagen vom Typ VI ist ein sehr kleines Molekül und funktioniert als
verbindendes Molekül zwischen Glykosaminoglykanen und beispielsweise Kollagen I.
Des Weiteren verleiht Kollagen Typ VI der EZM eine gelartige Konsistenz. Typ IV
Kollagen ist vor allem in der Basalmembran der meisten vaskulären Strukturen und
Geweben vorhanden, die eine epitheliale Zellkomponente enthalten (Badylak 2004). Als zweithäufigstes Protein der Extrazellulärmatrix ist Fibronektin nachzuweisen. Das
dimere Molekül besitzt Liganden für viele Zelltypen und ist daher ein wichtiger
Bestandteil der Zell-Matrix-Kommunikation (Schwarzbauer 1991, Miyamoto, Katz et al.
1998, Schwarzbauer 1999).
Ein weiterer wichtiger Bestandteil der EZM ist das trimere Adhäsionsprotein
Laminin, das überwiegend im Bereich der Basalmembran vorhanden ist
7
(Schwarzbauer 1999). Vor allem bei der Bildung und dem Erhalt von vaskulären
Strukturen spielt Laminin eine entscheidende Rolle und sollte im Hinblick auf die
Verwendung der EZM als Scaffold insofern besonders berücksichtigt werden (Ponce,
Nomizu et al. 1999, Werb, Vu et al. 1999).
Außerdem sind in der EZM zahlreiche Glykosaminoglykane (GAGs) vorhanden,
die je nach Gewebelokalisation, Alter und Mikroumgebung variieren. Sie binden
Wachstumsfaktoren und Zytokine, fördern die Wasserretention und tragen zu den
gelartigen Eigenschaften der EZM bei. In der EZM vorhandene GAGs umfassen
Chondroitinsulfat A und B, Heparin, Heparansulfat und Hyaluronsäure (Entwistle,
Zhang et al. 1995, Hodde, Badylak et al. 1996).
Zudem können in der EZM in Abhängigkeit der Prozessierungmodalität in
geringer Konzentration bioaktive Moleküle wie Wachstumsfaktoren enthalten bleiben.
Dies unterscheidet die intakte Extrazellulärmatrix von anderen Scaffolds. In der
Extrazellulärmatrix konnten unter anderem der vascular endothelial growth factor
(VEGF), der epithelial growth factor (EGF), der transforming growth factor beta (TGF-
beta), der platelet derived growth factor (PDGF) und das bone morphogenic protein
(BMP) nachgewiesen werden (Roberts, Gallagher et al. 1988, Kagami, Kondo et al.
1998, Bonewald 1999).
1.3.2.3 Herstellung eines EZM-Scaffolds durch Dezellularisierung
Die Herstellung eines EZM-Scaffolds kann durch die Dezellularisierung
verschiedenster Gewebe erfolgen. Ziel der Dezellularisierung ist der Erhalt einer
zellfreien, jedoch strukturell und funktionell weitgehend erhaltenen Extrazellulärmatrix.
Die Art der Dezellularisierung, sowie die des Gewebes haben einen entscheidenden
Einfluss auf die biochemische Zusammensetzung, die Ultrastruktur und konsekutiv auf
die mechanischen Eigenschaften der erhaltenen Extrazellulärmatrix (Gilbert, Sellaro
et al. 2006). Zur Dezellularisierung können physikalische, chemische und enzymatische
Verfahren genutzt werden. Oft ist auch eine Kombination dieser Methoden sinnvoll
oder notwendig, um Zellen effektiv zu entfernen.
8
1.3.2.3.1 Physikalische Methoden
Zur Dezellularisierung können die Ausgangsgewebe verschiedenen physikalischen
Faktoren (wie beispielsweise Druck, Kälte, etc.) ausgesetzt werden. Hierdurch werden
die Zellmembranen lysiert. Die freigesetzten Zellbestandteile müssen jedoch im
Anschluss mit Hilfe chemischer und enzymatischer Methoden entfernt werden (Gilbert,
Sellaro et al. 2006).
Für die Dezellularisierung von Sehnen und Bändern (Jackson, Grood et al.
1987, Jackson, Grood et al. 1991), sowie Nervengewebe wird beispielsweise
wiederholtes Einfrieren und Auftauen angewendet (Gulati 1988). Die Zellmembranen
werden hierbei durch die intrazelluläre Bildung von Eiskristallen geschädigt. Um eine
zusätzliche Lyse der Extrazellulärmatrix zu verhindern, muss jedoch auf eine
kontrollierte Temperaturänderung geachtet werden (Gilbert, Sellaro et al. 2006).
Durch direkte Druckeinwirkung kann die Zelllyse nur in Geweben mit weniger
dichter Extrazellulärmatrix ausgelöst werden. So konnten beispielweise porcine
Korneas oder Blutgefäße durch hydrostatischen Druck vollständig dezellularisiert
werden. Bei dieser Methode ist ebenfalls zu beachten, dass es durch die Bildung von
Eiskristallen zu einer Schädigung der Ultrastruktur der EZM kommen kann (Sasaki,
Funamoto et al. 2009, Funamoto, Nam et al. 2010).
1.3.2.3.2 Chemische Methoden
Die chemische Dezellularisierung basiert vor allem auf der Verwendung saurer und
alkalischer Lösungen und Detergentien. Je nach verwendeter Lösung kann die
Struktur und Zusammensetzung der EZM unterschiedlich stark beeinflusst
beziehungsweise geschädigt werden.
Saure und alkalische Lösungen können die zytoplasmatischen Bestandteile der
Zellen auflösen und Nukleinsäuren wie RNA und DNA entfernen. Hierzu gehören unter
anderem Essigsäure (Probst, Dahiya et al. 1997), Peressigsäure (peracetic acid, PAA)
(Freytes, Badylak et al. 2004), Salzsäure, Schwefelsäure und Ammoniumhydroxid (De Filippo, Yoo et al. 2002, Falke, Yoo et al. 2003).
Peressigsäure - als bewährtes Desinfektionsmittel und vor allem zur
Dezellularisierung von Schweinedünndarmmukosa vielgenutztes
Dezellularisierungsagens - weist einen vergleichsweise geringen Effekt auf die
9
Zusammensetzung und Mikrostruktur der EZM auf. Es konnte gezeigt werden, dass
verschiedene Glykosaminoglykane wie Hyaluronsäure, Heparin und Chondroitinsulfat
A (Hodde, Badylak et al. 1996), sowie die wichtigen Proteine Fibronektin und Laminin
(Hodde, Record et al. 2002, Brown, Lindberg et al. 2006) nach Dezellularisierung mit
PAA in der EZM erhalten bleiben. Ebenso konnten funktionstüchtige
Wachstumsfaktoren, wie TGF-b oder VEGF nachgewiesen werden (Voytik-Harbin,
Brightman et al. 1997, Hodde, Record et al. 2001).
Bei der Anwendung von Essigsäure zur Dezellularisierung muss beachtet
werden, dass hierdurch Kollagene aus der Extrazellulärmatrix herausgelöst werden
können und dies mit einer verminderten Festigkeit der Scaffolds einhergeht (Dong,
Wei et al. 2009).
Basen, wie beispielsweise Calciumhydroxid oder Natriumsulfid werden vor
allem zur Entfernung von Haaren der Dermis verwendet. Auch Basen sind aggressiv
genug, um Wachstumsfaktoren vollständig zu eliminieren und die mechanischen
Eigenschaften der Scaffolds durch Spaltung der Kollagenfibrillen und Destruktion der
Kollagen-Querverbindungen nachhaltig zu schwächen (Gorschewsky, Puetz et al.
2005, Prasertsung, Kanokpanont et al. 2008, Reing, Brown et al. 2010).
Nicht-ionische Detergentien greifen Lipid-Lipid- und Lipid-Protein-Verbindungen
an, wobei Protein-Protein-Verbindungen intakt bleiben sollen (Seddon, Curnow et al.
2004).
Trition X-100 wurde als nicht-ionisches Detergens bereits in vielen Studien zur
Dezellularisierung verwendet und zeigt insgesamt unterschiedliche Ergebnisse
hinsichtlich der Effektivität der Dezellularisierung und der unerwünschten
Nebeneffekte auf die Struktur der EZM. Beispielsweise konnte nach Anwendung an
porcinen Herzklappen schon nach 24 Stunden eine vollständige Entfernung der
Zellkerne nachgewiesen werden, während sich dagegen im Myokard und der
Aortenwand noch zelluläres Material befand. Zudem kam es zu einer fast vollständigen
Elimination der GAGs und zu einer Reduktion des Laminin- und Fibronektingehalts in
der Herzklappe (Grauss, Hazekamp et al. 2005).
Ionische Detergentien können sowohl nukleäre als auch zytoplasmatische
Zellmembranen solubilisieren, greifen jedoch auch Protein-Protein-Verbindungen an
(Seddon, Curnow et al. 2004). Am häufigsten werden SDS (Sodium dodecyl Sulfate /
Natriumdodecylsulfat), Natriumdeoxycholat oder Triton X-200 verwendet.
10
Vorteil der Dezellularisierung mit SDS gegenüber anderer Detergentien ist eine
effektivere Entfernung von Zellresten und zytoplasmatischen Proteinen, wie z.B.
Vimentin auch aus dichtem Gewebe (Woods and Gratzer 2005). Hierbei kann es
jedoch ebenfalls zu einer Reduktion der Konzentration von GAGs und
Wachstumsfaktoren kommen (Reing, Brown et al. 2010). Natriumdeoxycholat zeigt bei
ähnlicher Effektivität bei der Dezellularisierung eine größere Beeinträchtigung der
Gewebearchitektur als SDS (Gilbert, Sellaro et al. 2006).
Das zwitterionische Detergens CHAPS (3-[(3-
Cholamidopropyl)dimethylammonio]-1-propanesulfonate) wurde erfolgreich zur
Dezellularisierung dünner Gewebe, wie beispielswiese der Lunge genutzt (Petersen,
Calle et al. 2010). Es tendiert zu einer stärkeren Denaturierung von Proteinen als nicht-
ionische Detergentien. Nach Anwendung an arteriellem Gewebe zeigte sich eine
Verringerung des Berstdrucks, sowie der maximalen Belastbarkeit ohne Reduktion des
Kollagengehaltes und der –morphologie (Dahl, Koh et al. 2003).
Hyper- und hypotone Lösungen, wie deionisiertes Wasser oder Lösungen mit
niedriger Ionenstärke werden vor allem im Wechsel verwendet, um durch maximale
osmotische Effekte Zellen zu lysieren (Goissis, Suzigan et al. 2000, Gilbert, Sellaro et
al. 2006, Xu, Chan et al. 2007).
Bei der Anwendung chemischer Substanzen zur Dezellularisierung eines
Gewebes muss insbesondere darauf geachtet werden, dass die Chemikalien nach der
Dezellularisierung wieder vollständig aus dem Scaffold ausgewaschen werden und
somit eine Zelltoxizität des Scaffolds vermieden wird (Feil, Christ-Adler et al. 2006,
Cebotari, Tudorache et al. 2010).
1.3.2.3.3 Enzymatische Methoden
Im Rahmen der enzymatischen Dezellularisierung von Geweben werden vor allem
Proteasen, Kalziumkomplexbildner und Nukleasen eingesetzt (Bader, Schilling et al.
1998, Teebken, Bader et al. 2000, Gamba, Conconi et al. 2002, McFetridge, Daniel et
al. 2004).
Proteasen, wie das hochspezifische proteolytische Enzym Trypsin werden
häufig zur Dezellularisierung benutzt. Im Vergleich zu den Detergentien greift Trypsin
vermehrt das in der EZM enthaltene Elastin und Kollagen an. Gleichzeitig ist es
langsamer und ineffektiver in der Zellentfernung. Vorteil ist jedoch die Erhaltung eines
11
höheren Anteils an GAGs in der Extrazellulärmatrix (Kasimir, Rieder et al. 2003,
Rieder, Kasimir et al. 2004, Grauss, Hazekamp et al. 2005, Yang, Chen et al. 2009).
Die Beeinträchtigung der EZM korreliert hierbei mit den mechanischen Eigenschaften
der Matrix (Yang, Chen et al. 2009).
Nukleasen wie DNasen und RNasen werden häufig eingesetzt, um restliche
Nukleinsäuren aus der Matrix zu eliminieren. Sie können DNA in sehr kleine
Fragmente spalten und so nach der Zelllyse bei der Entfernung von verbliebenen
Nukleotiden hilfreich sein (Petersen, Calle et al. 2010, Yang, Zhang et al. 2010).
1.3.2.4 EZM-Bioscaffolds und Remodeling
Da Scaffolds im Tissue Engineering nicht als permanente Implantate vorgesehen sind,
müssen körpereigene Zellen im Verlauf das implantierte Konstrukt abbauen und
ersetzen. Der Umbau (Remodeling) des Gewebes wird durch die EZM-Scaffolds
aufgrund ihrer bioinduktiven und mechanischen Eigenschaften wesentlich unterstützt
(Badylak 2007).
Zum Remodeling gehören unter anderem das Einwandern von Wirtszellen in
das Scaffold, die Zelldifferenzierung, die Angiogenese, der Abbau des Scaffolds, sowie
die Ablagerung und Organisation neuer Extrazellulärmatrix. Vor allem die
Angiogenese und Zelldifferenzierung werden durch die während des Abbaus der EZM-
Scaffolds freigesetzten und aktivierten Wachstumsfaktoren, wie VEGF oder TGF-b,
unterstützt (Voytik-Harbin, Brightman et al. 1997, Hodde, Record et al. 2001, Hodde,
Record et al. 2002, McDevitt, Wildey et al. 2003).
In der Verwendung von EZM-Scaffolds aus Schweinedünndarmmukosa (small
intestinal submucosa extracellular matrix, SIS-ECM) als Gefäßtransplantat im
Hundemodell konnte beispielswiese schon vor über 20 Jahren ein extensives
Remodeling dieser Scaffolds nachgewiesen werden (Badylak, Lantz et al. 1989). Das
ursprünglich implantierte EZM-Material wurde vollständig resorbiert und durch
Wirtsgewebe ersetzt. In der neu gebildeten Gefäßwand konnten die Intimastruktur,
charakteristisch organisierte glatte Muskelbündel und eine vollständige Auskleidung
des Gefäßlumens mit Endothelzellen nachgewiesen werden (Badylak, Coffey et al. ,
Badylak, Lantz et al. 1989).
12
1.4 Sauerstoff- und Nährstoffversorgung des Gewebes im Tissue Engineering
Eines der führenden Probleme, das die klinische Anwendung des Tissue Engineerings
zur Regeneration von Gewebe in größerem Umfang verhindert, ist die fehlende
Vaskularisierung des gezüchteten Gewebes. Deshalb stellen Forschungen hierzu
derzeit eine der Hauptaufgaben im Bereich des Tissue Engineerings dar (Rouwkema
and Khademhosseini 2016).
Ohne vorhandenes suffizientes Gefäßsystem muss die Versorgung des
gezüchteten Gewebes zunächst durch Diffusion erfolgen. In stoffwechselaktivem
Gewebe wie Knochenmark oder trabekulärem Knochen beträgt die Diffusionsstrecke
zwischen Kapillargefäß und Zellmembran physiologischerweise nie mehr als 40 bis
200 µm (Chow, Wenning et al. 2001, Chow, Wenning et al. 2001). Die Strecke bis zur
Mitte eines Scaffolds in der klinischen Anwendung beträgt jedoch meist mindestens
5 mm. Dies entspricht fast dem fünfzigfachen der physiologischen Diffusionsstrecke.
Folglich kann nur ein Bruchteil der Zellen ausreichend mit Sauerstoff und Nährstoffen
versorgt werden. Es kommt je nach Konzentration und Verteilung der Zellen, des
Zelltyps und weiteren Variablen, wie der Sauerstoffausschöpfung der Zellen und der
Konzentration von Sauerstoff auf der Oberfläche des Scaffolds zu einer mehr oder
weniger ausgeprägten Nekrose im Zentrum des Scaffolds (Muschler, Nakamoto et al.
2004).
1.4.1 Lösungsansätze zur Verbesserung der Sauerstoff- und Nährstoffversorgung im Tissue Engineering
Zur Verbesserung der Sauerstoff- und Nährstoffversorgung wurden bereits viele
Lösungsansätze entwickelt (Rouwkema, Rivron et al. 2008). Beispielsweise kann
während der Kultivierung in vitro die Verteilung der Nährstoffe über einen
Perfusionsbioreaktor erfolgen (Salter, Goh et al. 2012). Nach Transplantation des
Gewebes in vivo ist die suffiziente Versorgung aller Zellen jedoch wiederum auf ein
Gefäßsystem angewiesen. Zwar kommt es innerhalb von Tagen bis Wochen nach der
Transplantation des Gewebes in vivo zu einem Einsprossen von Gefäßen, bis dahin
sind jedoch wiederum vor allem die Zellen in der Mitte des Transplantats mit Sauerstoff
und Nährstoffen unterversorgt (Butt, Carruth et al. 2007). Um die Zeit der
Unterversorgung zu verkürzen, wurde versucht, ein Gefäßsystem in vitro zu
generieren und dieses anschließend direkt mit den Blutgefäßen des Patienten zu
13
verbinden (Levenberg, Rouwkema et al. 2005). Einige Studien zeigten, dass
Endothelzellen ein Gefäßsystem in gezüchtetem Gewebe bilden können (Koike,
Fukumura et al. 2004, Levenberg, Rouwkema et al. 2005, Rouwkema, Westerweel et
al. 2009, Chen, Lin et al. 2012). Die Anordnung der Gefäße war jedoch aufgrund der
unkontrollierten Angiogenese zufällig. Vor dem Remodeling durch die Wirtszellen
überstieg auch der Abstand zwischen den vaskulären Strukturen die Grenze der
Diffusionsstrecke von 200 µm, sodass eine vollständige Versorgung aller Zellen initial
nach Implantation des Gewebes nicht gewährleistet war. Aufgrund des geringen
Durchmessers der gezüchteten Blutgefäße stellte die fehlende Möglichkeit einer
chirurgischen Anastomosierung ein weiteres Problem dieses Verfahrens dar
(Rouwkema and Khademhosseini 2016).
Als Lösungsansatz wurde das Patterning von Endothelzellen entwickelt. Hiermit
sollte die Herstellung von Gefäßsystemen mit größerem Durchmesser ermöglicht
werden. Innerhalb der Scaffolds wurden zunächst Hohlräume präpariert, die in der
Folge mit Endothelzellen besät werden, um ein vorgefertigtes Muster für die
vaskulären Strukturen zu schaffen. Zudem kann ein direktes Patterning der
Gefäßzellen beispielsweise durch die Verwendung der Bioprint-Technologie (Hoch,
Tovar et al. 2014) oder des photopatternings (Nikkhah, Eshak et al. 2012, Chaturvedi,
Stevens et al. 2015) erfolgen. Chaturvedi et al. zeigten, dass durch Patterning
hergestellte Gefäße mit einem Durchmesser zwischen 25 und 250 µm im Rattenmodell
anastomosiert und zu funktionellen, perfundierten Gefäßen werden können. Durch das
Remodeling wurden jedoch die Durchmesser wieder auf 10-15 µm reduziert
(Chaturvedi, Stevens et al. 2015). Diese Studie zeigt, dass obwohl die initiale
Organisation und der Durchmesser der Gefäße kontrolliert werden kann, das
vaskuläre Remodeling diese Anordnung sowohl in vivo als auch in vitro wieder
verändern wird.
Grundsätzlich stellt die ausreichende Perfusion von gezüchteten
Gefäßsystemen und die korrekte Verteilung des Blutes im Gewebe weiterhin eine
große Herausforderung dar. Ein optimales Gefäßsystem sollte bis hin zu den Venolen,
Kapillaren und Arteriolen speziell organisiert sein. Außerdem sollten die Gefäße
funktionell intakt sein, um beispielsweise auch die natürliche Barrierefunktion von
vaskulären Strukturen zu erhalten. Erstrebenswert wären zudem makrovaskuläre
Strukturen, die eine mikrochirurgische Anastomose mit dem Gefäßsystem des
Patienten und somit eine direkte Perfusion nach Implantation, ermöglichen. Zu
14
berücksichtigen ist außerdem das Remodeling der Gefäßsysteme, das sowohl in vitro
als auch in vivo nach Implantation des vaskularisierten Gewebes, stattfindet. Falls
hierbei keine zusätzlichen Signale vorhanden sind, die den Remodelingprozess
lenken, ist es wahrscheinlich, dass der Umbau in zufällig organisierten vaskulären
Strukturen resultiert (Rouwkema and Khademhosseini 2016).
1.4.2 Benutzen ganzer Organe mit vorhandenem Gefäßsystem
2004 präsentierten Jagodzinski et al. eine vielversprechende Idee als Lösungsansatz
für die fehlende Vaskularisierung im Bereich des Tissue Engineerings, indem sie
Dünndarmarkaden mit dem dazugehörigen Gefäßsystem dezellularisierten. Nach
Entfernung der Endothelzellen konnte das Gefäßsystem anschließend mit humanen
Stromazellen erfolgreich rezellularisiert werden und somit ein proof of principle
erbracht werden (Jagodzinski, Cebotari et al. 2004). Anschließend wurde die
Perfusionsdezellularisierung über das vorhandene Gefäßsystem zu einer effizienten
Methode entwickelt, um Dezellularisierungsagentien in dreidimensionalem Gewebe
oder ganzen Organen zu verteilen und zelluläres Material zu entfernen. Über das
erhaltene Gefäßsystem kann im Anschluss an die Dezellularisierung eine
Rezellularisierung des Organes sowie die Versorgung mit Sauerstoff und Nährstoffen
erfolgen (He and Callanan 2013) (siehe Abb. 2).
In den letzten Jahren konnten verschiedene solide Organe, unter anderem das
Herz (Ott, Matthiesen et al. 2008), die Leber (Uygun, Soto-Gutierrez et al. 2010) oder
die Lunge (Ott, Clippinger et al. 2010, Petersen, Calle et al. 2010) erfolgreich
dezellularisiert, rezellularisiert und bereits im Rattenmodel reimplantiert werden. Die
Rezellularisierung erfolgte in den meisten Forschungsgruppen mit einer
Mischpopulation an organspezifischen neonatalen oder fetalen Zellen. Einige Gruppen
verwendeten zur Rezellularisierung auch embryonale Stammzellen oder humane
Zellpopulationen. Unabhängig von der für die Rezellularisierung verwendeten Zellart,
war das vorrangige Ziel, das Ursprungsorgan zu regenerieren (Ott, Matthiesen et al.
2008, Ott, Clippinger et al. 2010, Petersen, Calle et al. 2010, Uygun, Soto-Gutierrez et
al. 2010, Song, Guyette et al. 2013).
In vorangegangenen Experimenten wurde in unserer Arbeitsgruppe bereits ein
standardisiertes, zeiteffektives Protokoll zur Perfusionsdezellularisierung von
Rattennieren entwickelt (Burgkart, Tron et al. 2014). Diese Bioscaffolds sollten jedoch
15
nicht zur Regeneration des ursprünglichen Gewebes einsetzt werden, sondern als
Biomatrices im Knochen Tissue Engineering dienen. Das Endziel ist es, ein universell
einsetzbares Bioscaffold zu schaffen, das zudem das Problem der Vaskularisierung
im Tissue Engineering adressiert.
Abb. 2: Schematisches Diagramm der Dezellularisierung ganzer Organe und ihrer klinischen Anwendungen modifiziert nach (He and Callanan 2013); EZM=Extrazellulärmatrix
1.5 Immunreaktion im Tissue Engineering
Wie bereits unter Punkt 1.3.1 dargelegt, ist die Biokompatibiliät eines der vorrangigen Kriterien, das ein biologisches Scaffold im Tissue Engineering erfüllen muss (Stevens
2008, Lichte, Pape et al. 2011, O'Brien 2011). Eine erhebliche Immunreaktion des
Empfängerorganismus würde letztendlich zur Narbenbildung und Abstoßung des
Scaffolds führen (O'Brien 2011) und somit das Ziel des Tissue Engineerings im Sinne
der Regeneration neuen funktionellen Gewebes verhindern.
16
1.5.1 Immunreaktion bei xenogener Organtransplantation
Die Immunantwort auf xenogene Organtransplantationen ist hinreichend erforscht
worden und macht die derzeitigen Limitationen von Zell-, Gewebe- und
Organtransplantationen deutlich (Badylak 2004). Diese Immunantwort führt zu einer
hyperakuten oder akuten Abstoßung des Transplantates, weswegen Xenografts
(Gewebe- oder Organtransplantationen zwischen unterschiedlichen Spezies) klinisch
keine Anwendung finden (Keane and Badylak 2015).
Die Zerstörung des transplantierten Gewebes resultiert aus verschiedenen
Mechanismen der Immunreaktion. Es kann zu einer Aktivierung des
Komplementsystems mit konsekutiver Lyse der Zellen, einer direkt durch T-Zellen
vermittelten Zelllyse, einer Aktivierung von T-Helferzellen und/oder der Produktion von
Allo-Antikörpern kommen (Ingulli 2010).
Als dominante Mediatoren einer Abstoßungsreaktion bei Xenotransplantationen
konnten vor allem Antikörper gegen das terminale Galactose-alpha-1,3-Galactose
Epitop (gal-Epitop) identifiziert werden. Diese Epitope befinden sich auf der Oberfläche
fast aller Zellen von Nicht-Primaten und Neuweltaffen, nicht jedoch auf menschlichen
Zellen (Galili 2001, Yang and Sykes 2007). Aufgrund einer ständigen Exposition
gegenüber α-gal-Epitop-tragenden Darmbakterien (Naso, Gandaglia et al. 2012)
werden im menschlichen Organismus anti-Gal-Antikörper gebildet, die bis zu 1-8% der
Immunglobuline M und 1-2,4% der Immunglobuline G ausmachen (McMorrow,
Comrack et al. 1997). Nach xenogener Transplantation kommt es durch die
Anwesenheit der α-gal-Epitope auf den Spenderzellen zu einer Komplementbindung
(Good, Cooper et al. 1992, Koren, Kujundzic et al. 1994, Goldberg, Lee et al. 1996,
Schussler, Shen et al. 2001, Farivar, Filsoufi et al. 2003) und einer
antikörperabhängigen zell-vermittelten Zytotoxizität (Galili 1993, Koren, Kujundzic et
al. 1994, Schussler, Shen et al. 2001) und somit zu einer hyperakuten oder
verzögerten Abstoßung der Xenotransplantate.
1.5.2 Anwendung xenogener EZM-Scaffolds im Tissue Engineering
Xenogene EZM-Scaffolds wurden bereits in Bereichen wie der Urologie
(Harnröhrenplastik) (Mantovani, Tondelli et al. 2011) oder der Hernienchirurgie
(Ansaloni, Cambrini et al. 2007) erfolgreich klinisch angewendet.
17
Die Präparation von EZM-Biomaterialien für den therapeutischen Gebrauch
beinhaltet die Dezellularisierung eines Gewebes. Aufgrund der daraus resultierenden
Abwesenheit zellulären Materials und der zellassoziierten Epitope wird dem
Empfängerorganismus nun eine andere Art des Gewebetransplantats präsentiert als
es bei der Transplantation von xenogenen Organen der Fall ist. Ein EZM-Scaffold ohne
Zellen enthält als potentielle Antigene oder Stimulatoren einer Entzündungsreaktion
nur die Proteine der EZM und ihre Abbauprodukte (Badylak 2004). Da die
Extrazellulärmatrix in der Entwicklung und der Physiologie von Säugetieren eine
zentrale Rolle spielt, ist die Sequenz der Aminosäuren und die Quartärstruktur vieler
Bestandteile der EZM auch über die Artgrenzen hinaus hoch konserviert (van der Rest
and Garrone 1991). Aufgrund dieser Übereinstimmung der Sequenzen könnte die
xenogene Anwendung von EZM-Scaffolds sinnvoll sein.
1.5.3 Immunreaktion auf xenogene EZM-Scaffolds im Tissue Engineering
Im Gegensatz zu der gut erforschten angeborenen und erworbenen Immunantwort auf
Organtransplantationen, ist die Immunantwort auf azelluläre xenogene (oder allogene)
biologische Scaffoldmaterialien bisher nur unzureichend erforscht und verstanden. Die
erfolgreiche Anwendung eines EZM-Scaffolds ist jedoch abhängig von der auf die
Transplantation folgenden Wirtsreaktion.
Neben einigen erfolgreichen klinischen Anwendungen von EZM-Bioscaffolds
(Ansaloni, Cambrini et al. 2007, Mantovani, Tondelli et al. 2011) zeigten sich in
anderen Fällen niedrige Level einer Immunantwort des Empfängers, die an kritischen
Stellen des Körpers wie beispielsweise an Herzklappen zu einem Funktionsverlust
und/oder der Destruktion der Transplantate führen können (Human and Zilla 2001,
Manji, Zhu et al. 2006, Sandor, Xu et al. 2008). An dieser Immunreaktion des
Empfängerorganismus sind sowohl das angeborene als auch das erworbene
Immunsystem beteiligt. Da die EZM-Scaffolds per definitionem frei von Zellen sein
sollen, spielen hier weitere Variablen eine Rolle. Zu diesen immunmodulierenden
Variablen gehören die Implantationsstelle, der Ursprung des EZM-Scaffolds und die
Prozessierungsschritte bei der Herstellung der Scaffolds (Keane and Badylak 2015).
Zunächst geht die Implantation des Scaffolds mit einer Gewebeverletzung
einher. Hierdurch wird die standardisierte Reaktion des Empfängerorganismus auf
eine Gewebeschädigung ausgelöst. Diese umfasst die Hämostase, eine Inflammation
18
sowie die Proliferation von Zellen und schließlich das Remodeling des Gewebes.
Letzteres kann hierbei in der Bildung eines dichten fibrotischen Gewebes im Sinne
einer Narbenbildung resultieren (Guo and Dipietro 2010). Der klinische Erfolg bei der
Verwendung eines EZM-Bioscaffolds ist weitgehend auch davon abhängig, ob diese
standardisierte Wundheilungsreaktion in Richtung der Neubildung von spezifischem
funktionellem Gewebe (konstruktives Remodeling) und weg von der Bildung des
Narbengewebes moduliert werden kann (Badylak and Gilbert 2008). Die Mechanismen
dieses konstruktiven Remodelings sind jedoch bisher nur partiell verstanden.
19
2 Hintergrund und Zielsetzung der Arbeit
Die fehlende Vaskularisierung ist eines der Probleme, das die klinische Anwendung
des Tissue Engineerings derzeit nur bedingt möglich macht. Neben einigen anderen
Methoden gilt die Dezellularisierung ganzer Organe mit dem Ziel, eine Biomatrix mit
natürlicher Gefäßstruktur zu erhalten, als vielversprechender Lösungsansatz dieses
Problems. In unserer Arbeitsgruppe konnte bereits eine standardisierte und
zeiteffektive Methode zur Perfusionsdezellularisierung solider Organe entwickelt
werden (Burgkart, Tron et al. 2014). Die Möglichkeit, die auf diese Weise erhaltenen
dreidimensionalen Bioscaffolds über Art- und Gewebegrenzen hinaus zu verwenden,
sollte nun im Rahmen dieser Dissertation evaluiert werden.
Die Herstellung der Bioscaffolds erfolgte durch Dezellularisierung von
Rattennieren mit unterschiedlich konzentrierter SDS-Lösung. Anschließend wurden
die Matrices mit humanen mononukleären Zellen des peripheren Blutes (hPBMCs),
primären humanen Osteoblasten oder Rattenosteoblasten besät. Hierbei wurden im
ersten Teil der Versuche Marker untersucht, die die Immunreaktion der hPBMCs auf
das xenogene Material aufzeigen. Im zweiten Teil der Experimente wurden die
Viabilität und Funktionalität sowohl der humanen als auch der Rattenosteoblasten
während verschiedener Zeitpunkte der in vitro Kultur analysiert. Die Experimente
sollten folgende Fragen klären:
1. Ist eine Biomatrix aus dezellularisierten Rattennieren immunogen für humane
Zellen?
2. Lässt sich die Immunogenität durch Benutzung unterschiedlich hoher
SDS Konzentration reduzieren?
3. Welchen Einfluss hat das Bioscaffold aus dezellularisierten Rattennieren auf die
Proliferation und Funktion von differenzierten Zellen eines anderen Gewebetyps?
4. Welchen Einfluss hat das Bioscaffold aus dezellularisierten Rattennieren auf die
Proliferation und Funktion von differenzierten Zellen einer anderen Spezies?
20
3 Material und Methoden
3.1 Material
3.1.1 Geräte
Die verwendeten Geräte werden in Tab. 1 aufgelistet.
Name Firma Modell Analysenwaage KERN & SOHN GmbH,
Deutschland
ABS 220-4
Arthroskopiepumpe
Arthrex Medizinische
Instrumente GmbH,
Deutschland
AR-6450
Einkanal-Pipette 0,5 ml, 10
ml, 100 ml, 1000 ml
Eppendorf AG,
Deutschland
Research plus
Fluoreszenzmikroskop Keyence GmbH,
Deutschland
BZ 9000
Hohlmeißelzange nach
Luer
Aesculap AG,
Deutschland
Inkubator Thermo Fisher Scientific
BV & Co KG, Deutschland
Heracell 150
Kryostat Microm, Deutschland Cryo-Star HM 560
Sicherheitswerkbank
Klasse II
Weiss Pharmatechnik
GmbH, Deutschland
BDK-1200
Laminar-flow Werkbank
Kendro, Germany Herasafe HS12
Lichtmikroskop Carl Zeiss Microscopy
GmbH, Deutschland
Axiovert 40 CFL
Mikroplatten-Reader BMG LABTECH GmbH,
Deutschland
FLUOstar Omega
Pipettierhilfe, akku-
betrieben
Hirschmann Laborgeräte
GmbH & Co. KG,
Deutschland
Pipetus
21
Stickstofftank Air Liquide GmbH,
Deutschland
Wasserbad Memmert GmbH + Co.KG,
Deutschland
WNB 14
Zentrifuge Eppendorf AG,
Deutschland
5804
Tab. 1: Geräte
3.1.2 Verbrauchsmaterialien
Die verwendeten Materialien sind in Tab. 2 dargestellt.
Name Firma Pumpenschlauch AR-6420 Arthrex Medizinische Instrumente GmbH,
Deutschland Pumpenschlauch AR-6425
Chirurgisches Nahtmaterial Prolene 5-0 Ethicon LLC, USA
Einmal-Skalpell Nr. 21 Feather Safety Razor Co., Ltd., Japan
Mikrotom-Klinge Nr. 35
Glasflaschen 500 ml, 1000 ml Schott AG, Germany
Mikrotiterplatte: Nunc Immuno Plates
Maxi Sorp Nr. 439454
Nunc GmbH & Co. KG, Deutschland
Deckgläser für Zählkammer 22 x 22 mm
Carl Roth GmbH und Co. KG,
Deutschland Pasteurpipetten, ohne Wattestopfen
230mm
Zählkammer Neubauer improved Pipettenspitzen Eppendorf AG, Deutschland
Röhrchen 50 ml
Greiner Bio-one GmbH, Deutschland
Serologische Pipetten 5 ml, 10 ml, 25
ml, 50 ml
Filtropur S 0,2 µm Spritzenvorsatzfilter
Röhrchen 15 ml
S-Monovette 9 ml, Lithium-Heparin
22
SafeSeal-Reagiergefäß 0,5 ml, 1 ml, 1,5
ml
Sarstedt AG und Co., Deutschland
Safety-Multifly-Kanüle 21G mit langem
Schlauch und montiertem Multi-Adapter
Zellkulturflaschen 175 cm²
Zellkulturschalen 10 cm²
Schere steril Aesculap AG, Deutschland Discofix® 3-Wege-Hahn
B.Braun Melsungen AG, Deutschland
Injekt® Einmalspritzen 2, 20 ml
Original-Perfusor®-Leitungen PVC
Vasofix® Venenverweilkanüle 20 G
Pinzette stumpf gerade OMNILAB-LABORZENTRUM GmbH & Co. KG, Deutschland
Zellkulturflaschen 75 cm² BD Bioscience, Deutschland
Zellkultur Multiwellplatten SPL Life Sciences, Korea Tab. 2: Verbrauchsmaterialien
3.1.3 Chemikalien
Tab. 3 zeigt die verwendeten Chemikalien.
Substanz Firma ABTS (2,2'-Azino-bis(3-
ethylbenzthiazoline-6-sulfonic acid))
Sigma-Aldrich Chemie GmbH,
Deutschland
Albumin, from bovine serum (BSA)
Calcein AM
Dimethylformamid 99,9%
Dulbecco`s phosphate buffered saline
(DPBS)
Echtblau-Salz
Hoechst 33342 (bisBenzimide H 33342
trihydrochloride)
Lipopolysaccharid (LPS) aus E.coli
0127:B8
MgCl2
23
Naphtol-AS-MX-Phosphat
4-Nitrophenylphosphat-Dinatriumsalz-
Hexahydrat
4-Nitrophenollösung
Tris-Base
Tween-20
Alamar Blue BIOZOL Diagnostica Vertrieb GmbH,
Deutschland
Aqua ad iniectabilia B.Braun Melsungen AG, Deutschland
Aqua Ecotainer® 1.000 ml
Ethanol 70% MRI Apotheke
Formaldehyd 3,7%
Dimethylsulfoxid (DMSO)
Carl Roth GmbH und Co. KG,
Deutschland
Glycin
NaOH
SDS ultra pure
Lymphozyten Separationsmedium 1077
(LSM)
PAA Laboratories / GE Healthcare
Europe GmbH, Deutschland
Octeniderm farblos, Hautantiseptikum Schülke & Mayr GmbH, Deutschland
Tissue-Tek O.C.T. Compound Sakura Finetek GmbH, Germany
Trypanblau 0,5% Biochrom GmbH, Deutschland Tab. 3: Chemikalien
3.1.4 Zellkulturmedien, Puffer und Zusätze
Eine Übersicht über die Zellkulturmedien, Puffer und Zusätze gibt Tab. 4.
Substanz Firma CaCl2 Carl Roth GmbH und Co. KG,
Deutschland
HEPES
Minimum Essential Medium Eagle Alpha Modification (a-MEM)
24
Dulbecco’s Modified Eagle’s Medium, low
glucose (DMEM)
Sigma-Aldrich Chemie GmbH,
Deutschland
Fetal bovine serum (FBS)
Dexamethason
Penicillin/Streptomycin
RPMI-1640 Medium
Trypsin-EDTA 10 X
(5.0 g/l porcine trypsin and 2.0 g/l
EDTA)
β-Glycerolphosphat-Dinatriumsalz-Hydrat
AppliChem GmbH, Deutschland
Primocin Invivogen, USA Tab. 4: Zellkulturmedien, Puffer und Zusätze.
3.1.5 Zusammensetzung der Zellkulturmedien und Puffer
Die Zusammensetzung der Zellkulturmedien und Puffer ist in Tab. 5 abgebildet.
Kulturmedium für humane Osteoblasten Dulbecco’s Modified Eagle’s Medium, low glucose
(DMEM) (mit 1000 mg/L Glucose, L-Glutamin,
Natriumbikarbonat und Phenolrot)
500 ml
FBS 50 ml
Penicillin/Streptomycin 5 ml
L-Ascorbat-2-phosphat 0,05 M 125 µl
Differenzierungsmedium für humane Osteoblasten Dulbecco’s Modified Eagle’s Medium, low glucose
(DMEM) (mit 1000 mg/L Glucose, L-Glutamin,
Natriumbikarbonat und Phenolrot)
500 ml
FBS 25 ml
Penicillin/Streptomycin 5 ml
L-Ascorbat-2-phosphat 0,2 mM 500 µl
Dexamethason 100 nM 500 µl
HEPES 0,025 M 12,5 ml
25
CaCl2 1,56 mM 152 mg
β-Glycerolphosphat 10 mM 1,18 g
Kulturmedium für Rattenosteoblasten
a-MEM mit Phenolrot 500 ml
FBS 75 ml
L-Ascorbat-2-phosphat 2,8 µM 2500 µl
Dexamethason 10 nM 100 µl
L-Glutamin 2 mM 5 ml
Primocin 100 mg/l 1 ml
MEM Vitamine 5 ml
Tris-Puffer 0,1 M pH 8,5 Tris-Base 6,05 g
ddH2O 450 ml
NaOH Zum Einstellen des pH 8,5
Aqua (ddH2O) Bis 500 ml
Gesamtvolumen
Alkalische Phosphatase (AP) Färbepuffer pH 8,5 Dimethylformamid 99,9% 2,5 ml
MgCl2 203,5 mg
Tris-Puffer 0,1 M pH 8,5 500 ml
Alkalische Phosphatase (AP) Puffer 0,1 M pH 10,5 Glycine 3,75 g
Tris-Base 12,11 g
MgCl2 203 mg
ddH2O Bis 900 ml
NaOH Bis pH 10,5
Aqua (ddH2O) Bis 1 l Gesamtvolumen Tab. 5: Zusammensetzung der Zellkulturmedien und Puffer
26
3.1.6 Perfusionslösungen zur Dezellularisierung
Die Zusammensetzung der Perfusionslösungen zur Dezellularisierung ist in Tab. 6
dargestellt.
Sodium dodecyl sulfate (SDS) Lösungen (Natriumdodecylsulfat) SDS 5 g 6,6 g 10 g 30 g
Aqua 1000 ml 1000 ml 1000 ml 1000 ml
Konzentration 0,5% 0,66% 1% 3%
Phosphate buffered saline Lösung (Phosphatgepufferte Salzlösung) Phosphate buffered saline, pH 7,4 1 Päckchen
Aqua 1000 ml Tab. 6: Perfusionslösungen zur Dezellularisierung
3.1.7 Färbelösungen
Tab. 7 zeigt die Zusammensetzung der benutzten Färbelösungen.
Alkalische Phosphatase (AP) Färbelösung Echtblau Salz 6 mg
Naphthol-AS-MX-Phosphate 1 mg
AP Färbepuffer 10 ml
Hoechst Fluoreszenz Stammlösung Hoechst 33342 100 mg
DMSO 100 ml
Hoechst Fluoreszenz Färbelösung Hoechst Stammlösung 2,5 µl
DPBS 7,5 µl
Alkalische Phosphatase Substratlösung 4-Nitrophenylphosphat-Dinatriumsalz-
Hexahydrat
1,3 mg
AP Puffer 0,1 M pH 10,5 1 ml
Calcein AM Stammlösung 4 mM Calcein AM 1 mg
DMSO 250 µl
Calcein AM Färbelösung
27
Calcein AM Stammlösung 4 mM 5 µl
DPBS 10 ml Tab. 7: Färbelösungen
3.1.8 ELISA-Sets
In Tab. 8 werden die für die ELISAs verwendeten Sets und Lösungen dargelegt.
Human IL-10 Mini ELISA Development Kit 900 M21
PeproTech, Deutschland
Capture-Antikörper (Endkonzentration 100 µg/ml) Anti-hIL-10 21 µg
D-Mannitol 0,5 mg
Aqua ad iniectabilia 210 µl
Detection-Antikörper (Nachweis-Antikörper) (Endkonzentration 100 µg/ml) Anti-hIL-10 11 µg
D-Mannitol 0,5 mg
Aqua ad iniectabilia 110 µl
Standard (Endkonzentration 1 µg/ml) Rekombinantes hIL-10 1 µg
BSA 2,2 mg
D-Mannitol 11,0 mg
Aqua ad iniectabilia 1 ml
Waschpuffer Tween-20 0,05% in DPBS
Blocking-Puffer BSA 1% in DPBS
Verdünnungsmittel (Diluent) Tween-20 0,05%
BSA 0,1% in DPBS
Avidin-HRP-Konjugat Lösung Avidin-HRP-Konjugat 5,5 µl Diluent 11 ml
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Human TNF-α ELISA Development Kit 900-K25
PeproTech, Deutschland
Capture-Antikörper (Endkonzentration 100 µg/ml) Anti-hTNF-α 21 µg
D-Mannitol 0,5 mg
Aqua ad iniectabilia 210 µl
Detection-Antikörper (Nachweis-Antikörper) (Endkonzentration 100 µg/ml) Anti-hTNF-α 11 µg
D-Mannitol 0,5 mg
Aqua ad iniectabilia 110 µl
Standard (Endkonzentration 1 µg/ml) Rekombinantes hTNF-α 1 µg
BSA 2,2 mg
D-Mannitol 11,0 mg
Aqua ad iniectabilia 1 ml
Avidin-HRP-Konjugat Lösung Avidin-HRP-Konjugat 6 µl Verdünnungsmittel 12 ml
Tab. 8: ELISA Sets und Lösungen
3.1.9 Software
Die verwendete Software wird in Tab. 9 genannt.
Software Firma EndNote X6 Japone / Team LnDL, Thomson Reuters, San
Francisco, CA, USA
Microsoft Excel 2010 Microsoft Corporation, Redmond, USA
OMEGA Software für FLUOstar V1.10 BMG Labtech, Deutschland
SPSS 24 IBM GmbH, Deutschland Tab. 9: Software
29
3.2 Methoden
3.2.1 Isolation von humanen mononukleären Zellen des peripheren Blutes (PBMCs)
Das Blut der humanen Spender (2x männlich (33 Jahre, 26 Jahre), 1x weiblich (24
Jahre), westeuropäisch, immunkompetent) wurde durch venöse Punktion mittels einer
Safety-Multifly-Kanüle am Unterarm gewonnen. Die Studie wurde von der
Ethikkommission der Technischen Universität München genehmigt. Die
Einverständniserklärungen der Spender zur Probenentnahme liegen vor.
Aus den heparinisierten Monovetten wurde das abgenommene Blut vorsichtig
in ein mit Lymphozyten-Separationsmedium (LSM) gefülltes 50 ml Röhrchen (15 ml
LSM/ 35 ml Blut) pipettiert. Nach 20-minütiger Zentrifugation bei 1000 g und 22 °C
konnten die PBMCs als mittlere Schicht zwischen dem Blutplasma und der
Lymphozyten-LSM-Lösung abpipettiert und in einem neuen 50 ml Röhrchen
gesammelt werden. Die Röhrchen wurden mit steriler DPBS-Lösung aufgefüllt und es
folgte die Zentrifugation für 10 Minuten bei 630 g und 22°C. Nach Absaugen des
Überstandes folgte die erneute Resuspension in DPBS und Zentrifugation für 10
Minuten (630 g, 22°C). Der Überstand wurde erneut vorsichtig entfernt und die PBMCs
wurden in 10 ml im Wasserbad vorgewärmtem DMEM low glucose mit 0,2% Primocin
resuspendiert (Islam and Wilkinson 1989). Die Quantifizierung der Zellen erfolgte mit
Hilfe der Neubauer Zählkammer (3.2.4.1 Quantifizierung der Zellen).
3.2.2 Isolation von primären humanen Osteoblasten
Die Isolation der primären humanen Osteoblasten erfolgte aus humanen
Femurköpfen, die bei endoprothetischer Versorgung des Hüftgelenks (HTEP) in der
Abteilung für Unfallchirurgie im Klinikum rechts der Isar entnommen wurden. Die
Femurköpfe wurden unter sterilen Bedingungen entfernt, verpackt und in das Labor
überführt. Die Einverständniserklärungen der Patienten zur Probenentnahme sowie
ein durch die Ethikkommission der Technischen Universität München genehmigter
Ethikantrag liegen vor.
Mit Hilfe einer sterilen Hohlmeißelzange nach Luer konnten unter der sterilen
Werkbank kleine Spongiosastückchen (Durchmesser 3-5 mm) gewonnen werden.
Diese wurden in einem 50 ml Röhrchen mit DPBS mehrmals gewaschen bis sie eine
30
elfenbeinähnliche Farbe erhielten. Anschließend wurden die Spongiosastückchen in
einer 175 cm2 Zellkulturflasche verteilt (Explant-Methode) (Jonsson, Frost et al. 1999).
Als Nährmedium verwendeten wir Dulbecco’s Modified Eagle’s Medium (mit 1000
mg/L Glucose, L-Glutamin und Natriumbikarbonat), versetzt mit 10% FBS,
1% Penicillin/Streptomycin (bestehend aus 100 U/ml Penicillin und 100 µg/ml
Streptomycin) und 12,5 mg L-Ascorbat-2-phosphat pro 500 ml. Die ersten beiden Medienwechsel erfolgten jeweils nach einer Woche, dabei sollten die
Spongiosastückchen innerhalb der Zellkulturflasche möglichst wenig bewegt werden,
um ein Auswachsen von Zellen aus den Knochenstückchen zu ermöglichen. Nach
Erreichen der Konfluenz der ausgewachsenen Zellen wurden die Spongiosastückchen
entfernt. Die adhärenten Zellen wurden mit Hilfe von Trypsin/EDTA (siehe 3.2.4.3
Subkultivierung der humanen und Rattenosteoblasten) von dem Boden der
Kulturflasche gelöst, quantifiziert (siehe 3.2.4.1 Quantifizierung der Zellen) und
zur weiteren Kultur und Proliferation in mehrere 175 cm² Zellkulturflaschen gesät. Ab
der dritten Woche erfolgte der Mediumwechsel zweimal pro Woche.
3.2.3 Isolation von Rattenosteoblasten
Die Isolation der Rattenosteoblasten erfolgte ebenfalls mittels Explant-Methode (siehe
3.2.2 Isolation von primären humanen Osteoblasten) (Jonsson, Frost et al. 1999) aus
Femura von Wildtyp-Wistar-Ratten aus anderen Experimenten. Die
Knochenstückchen wurden auf 75 cm² Zellkulturflaschen verteilt und analog zu den
humanen Osteoblasten kultiviert. Als Nährmedium für die Kultivierung der
Rattenosteoblasten benutzten wir a-MEM versetzt mit FBS, Glutamin, MEM-
Vitaminen, L-Ascorbat-2-phosphat, Dexamethason und Primocin.
3.2.4 Zellkultur
3.2.4.1 Quantifizierung der Zellen
Die Quantifizierung der Zellen wurde mit Hilfe einer verbesserten Neubauer
Zählkammer durchgeführt. Diese besteht aus einer 4 mm dicken rechteckigen
(30 x 70 mm) Grundplatte aus Glas und einem dünnen Deckglas. In der Mitte der
Grundplatte befindet sich eine H-förmige Einkerbung, die die zwei Zählbereiche
voneinander trennt. Jeder Zählbereich ist in neun 1 mm² große Quadrate unterteilt. Die
31
vier äußeren Quadrate sind nochmals in 16 kleinere Quadrate mit jeweils 0,0625 mm²
unterteilt. Die Grund- und Deckplatte wurden zunächst mit 70% Ethanol gereinigt.
Nach Anhauchen der beiden Platten wurde die Deckplatte 0,1 mm über den
Zählbereichen platziert. Die Newton Ringe mussten zu sehen sein. Nach
enzymatischer Ablösung der Zellen mit Trypsin/ EDTA (siehe 3.2.4.3
Subkultivierung der humanen und Rattenosteoblasten) oder Gewinnung der
PBMCs (siehe 3.2.1 Isolation von humanen mononukleären Zellen des
peripheren Blutes (PBMCs)) wurden 50 µl Zellsuspension mit 50 µl Trypanblau-Lösung
(Trypan-Blau 0,5% : DPBS = 1:3) in einem SafeSeal-Reagiergefäß gemischt. Davon
wurden 10 µl in jede Zählkammer pipettiert und unter dem Lichtmikroskop die Zellen
in den vier äußeren Quadraten gezählt. Die Quantifizierung der vitalen Zellen 1 ml
Zellsuspension erfolgte nach Anleitung des Herstellers nach folgender Formel:
Anzahl vitaler Zellen / ml = x 104 x Verdünnungsfaktor
3.2.4.2 Kultivierung der primären humanen und Rattenosteoblasten
Nach Isolation der primären humanen und Rattenosteoblasten wurden die Zellen in
Zellkulturflaschen (175 cm²/75 cm²) im Inkubator bei 37°C und einer CO2-
Konzentration von 5% kultiviert. Die unterschiedliche Zusammensetzung der
Zellkultur- bzw. Differenzierungsmedien ist unter Punkt 3.1.5
Zusammensetzung der Zellkulturmedien und Puffer aufgelistet. Die
Nährmedien wurden zunächst einmal pro Woche und ab der dritten Woche der
Kultivierung alle drei bis vier Tage gewechselt. Dies geschah durch steriles Absaugen
und Auffüllen der Zellkulturflaschen mit der entsprechenden Menge an Medium unter
der sterilen Werkbank. Das Ascorbat wurde vor jedem Mediumwechsel frisch
hinzugefügt. Bei der Herstellung des Differenzierungsmediums wurden das CaCl2 und
das β-Glycerolphosphat in DMEM aufgelöst, steril filtriert und anschließend dem
Medium hinzugefügt. Nach Erreichen von ca. 80% der Konfluenz wurden die Zellen
entweder für die Versuche benutzt oder subkultiviert.
8Anzahl
32
3.2.4.3 Subkultivierung der humanen und Rattenosteoblasten
Die Subkultivierung der humanen und Rattenosteoblasten erfolgte nach Erreichen
einer ausreichenden Zelldichte (ca. 80% Konfluenz) in den Zellkulturflaschen (175 cm²
/ 75 cm²). Um die Zellen weiter zu kultivieren bzw. zu passagieren wurde zunächst das
Nährmedium unter der sterilen Werkbank abgesaugt und die Zellen mit sterilem DPBS
gewaschen, um eine Aktivitätshemmung des Trypsins durch Bestandteile des
Mediums zu verhindern. Nach Absaugen des DPBS gaben wir Trypsin/EDTA hinzu
und inkubierten die Zellen 5-10 Minuten bei 37°C, um die Zellen von dem Boden der
Zellkulturflaschen ab zu lösen. Nach leichtem Beklopfen des Randes der
Kulturflaschen lösten sich die restlichen Zellen, was unter dem Lichtmikroskop
kontrolliert werden konnte. Das Trypsin wurde anschließend durch Zugabe von
Medium inaktiviert und die Zellsuspension in ein 50 ml Röhrchen pipettiert. Nach
Zentrifugation für 10 Minuten mit 650 g bei 22°C konnte der Überstand abgesaugt und das sich am Boden der Röhrchen befindliche Zellpellet in frischem Medium
resuspendiert werden, bis eine homogene Zellsuspension entstand. Die Zellen in der
Suspension wurden anschließend mit Hilfe der Neubauer-Zählkammer quantifiziert
(siehe 3.2.4.1 Quantifizierung der Zellen) und die gewünschte Anzahl von Zellen entweder auf neue Zellkulturflaschen verteilt oder direkt für die Experimente verwendet
(El-Amin, Botchwey et al. 2006).
3.2.5 Gewinnung der Rattennieren
Die Rattennieren wurden aus 16 männlichen Wildtyp-Wistar-Ratten mit einem Gewicht
zwischen 300 und 600 g gewonnen. Die Ratten wurden nach den üblichen Richtlinien
für Labortiere gehalten und im Rahmen anderer Versuche schließlich in
Allgemeinanästhesie mittels intrakardialer Injektion einer Überdosis Pentobarbital
(80 mg/kg) euthanisiert. Die Bauchregion der Ratten wurde zunächst mit 70% Ethanol
desinfiziert, die Bauchhöhle anschließend mit einer Längsinzision eröffnet. Die Nieren
konnten mittels stumpfer Präparation dargestellt und mit intakter Gefäßversorgung
proximal sowie distal an der Aorta abdominalis abgesetzt werden. Die Aufbewahrung
der Nieren erfolgte in einem mit DPBS gefüllten 50 ml Röhrchen bei –80° C.
33
3.2.6 Dezellularisierung
3.2.6.1 Präparation der Rattenniere
Nach langsamem Auftauen der Rattennieren bei Raumtemperatur wurden diese in
einer mit PBS gefüllten Zellkulturschale präpariert. Das umgebende Fettgewebe und
die Kapsel wurden vorsichtig entfernt ohne das Nierengewebe oder die Gefäße zu
verletzen. Die A. und V. renalis sowie der Ureter wurden dargestellt. In der A. renalis
wurde eine Venenverweilkanüle G20 platziert und mit Prolene 5-0 fixiert. Die korrekte
Platzierung der Venenverweilkanüle und die Durchgängigkeit der Nierengefäße
wurden durch manuelle Spülung mit PBS kontrolliert.
3.2.6.2 Perfusionssystem und Dezelluarisierung der Rattennieren
Als Perfusionssystem diente die Arthroskopiepumpe AR 6450 der Firma Arthrex sowie
das dazu gehörige sterile Standardschlauchsystem bestehend aus zwei
zusammengesetzten Teilschläuchen. Um das Gefäßsystem der Niere mit der
Arthroskopiepumpe verbinden zu können, wurde die in der A. renalis befestigte
Venenverweilkanüle an eine Perfusorleitung angeschlossen und diese über einen
Drei-Wege-Hahn mit dem Arthroskopieschlauchsystem verbunden. Als Reservoir für
die Spülflüssigkeiten dienten sterilisierte 1000 ml bzw. 500 ml Glasflaschen.
Nach der Vorbereitung und Entlüftung des Schlauchsystems der
Arthroskopiepumpe wurde die Niere über die Venenverweilkanüle und die
Perfusorleitung an das Perfusionssystem angeschlossen. Mit einem Druck von
100 mmHg und einem Flow von 10% wurde die Niere mit den
Dezellularisierungslösungen gespült.
Der Ablauf eines Dezellularisierungsprogramms ist in Tab. 10 dargestellt.
34
Schritt Lösung Dauer 1 Aqua 10 Minuten
2 SDS-Lösung 30 Minuten
3 Aqua 10 Minuten
4 SDS-Lösung 30 Minuten
5 Aqua 60 Minuten
6 * Aqua mit 5% Pen/Strep 60 Minuten Tab. 10: Dezellularisierungsprotokoll Pen/Strep: Penicillin und Streptomycin, SDS: Sodium dodecyl Sulfate (Natriumdodecylsulfat)
*Schritt 6 wurde unter der Sterilwerkbank mit steriler Spüllösung durchgeführt.
Für die Untersuchung der Immunantwort von humanen PBMCs im ersten
Teilversuch benutzen wir 0,5%-, 0,66%-, 1%- und 3%-SDS-Lösungen. Da sich
bezüglich der Immunantwort der humanen Zellen kein signifikanter Unterschied
zwischen den verschiedenen Konzentrationen der SDS-Lösungen gezeigt hatte,
wurden die Rattennieren für die weiteren Versuche mit 0,66%- oder 3%-SDS-Lösung
dezellularisiert.
Nach Abschluss des Dezellularisierungsvorgangs wurde die A. renalis der
dezellularisierten Niere unter sterilen Kautelen durchtrennt und die Niere in einem
sterilen 50 ml Röhrchen bei -80° C aufbewahrt (Burgkart, Tron et al. 2014).
3.2.7 Untersuchung der Immunantwort auf die Bioscaffolds
3.2.7.1 Inkubation der Bioscaffolds mit humanen mononukleären Zellen des peripheren Blutes (hPBMCs)
Für diesen Teilversuch wurden Rattennieren, die mit 0,5%-, 0,66%-, 1%- und 3%iger
SDS-Lösung dezellularisiert worden sind, verwendet (vgl. 3.2.6.2 Perfusionssystem
und Dezelluarisierung der Rattennieren). Die Nieren wurden zunächst unter sterilen
Kautelen längs halbiert und die Hälften in den Wells einer 48 Well-Zellkulturplatte
platziert. Ebenso wurden native Rattennieren unter der sterilen Werkbank von
Bindegewebe und Kapsel frei präpariert, halbiert und auf die Wells verteilt. Nach
Isolation der hPBMCs, wurden die Nierenscaffolds und die nativen Nierenhälften mit
3x10⁶ humanen mononukleären Zellen pro Well besät und die Wells mit DMEM low
35
glucose und 0,2% Primocin bis auf 550 µl aufgefüllt. Zum Vergleich wurden
dezellularisierte und native Nieren ohne PBMCs und die mononukleären Zellen alleine
inkubiert. Als Positivkontrolle dienten PBMCs, die mit 5,5 µl LPS pro Well zu einer
Immunantwort stimuliert wurden. Die Inkubationszeit betrug 6 Stunden bei 37°C und
5% CO2. Danach wurde der Überstand der Wells abpipettiert und in 0,5 ml
Reaktionsgefäßen bei -80°C bis zur Durchführung des ELISA (Enzyme Linked
Immunosorbent Assay) aufbewahrt.
3.2.7.2 ELISA: TNF-a, Interleukin-10
Um die Immunogenität der dezellularisierten Rattennieren zu untersuchen, wurden die
von humanen PBMCs gebildeten Konzentrationen von TNF-a und Interleukin-10
(IL-10) mittels ELISA quantifiziert. Die bei der Inkubation der Nieren mit humanen
PBMCs gewonnen Proben (vgl.3.2.7.1 Inkubation der Bioscaffolds mit humanen
mononukleären Zellen des peripheren Blutes (hPBMCs)) wurden nach dem Auftauen
zunächst 1:1 mit DMEM low glucose und 0,2% Primocin verdünnt. Beide Immunassays
(TNF-a, IL-10) wurden anschließend in Dreifachbestimmung nach Anleitung des
Herstellers durchgeführt.
3.2.8 Evaluierung der Viabilität und Funktionalität der Osteoblasten
3.2.8.1 Anfertigung von Gefrierschnitten
Die Anfertigung von Gefrierschnitten der Nieren war notwendig, um möglichst dünne
Gewebeproben für die Färbungen zu erhalten. In Vorversuchen hatte sich gezeigt,
dass dickere Schnitte des Nierengewebes die Darstellung beispielsweise der
alkalischen Phosphatase fast unmöglich machten, da die Anfärbung in dem dichten
Gewebe unter dem Mikroskop nicht zu erkennen war.
Für diesen zweiten Teilversuch benutzten wir Rattennieren, die mit 0,66% und
3% SDS-Lösung dezellularisiert wurden. Die dezellularisierten und nativen
Rattennieren wurden bei Raumtemperatur angetaut und mit einem sterilen Skalpell
quer halbiert. Anschließend wurden die Hälften einmalig in flüssigen Stickstoff
getaucht und mit O.C.T.-Compound Klebstoff auf der Probenplatte fixiert. Nach
Platzierung der Probe in der vorgesehenen Fassung des Kryostats, konnten dünne
36
Gefrierschnitte hergestellt werden. Die Temperatur des Objektes betrug -14°C, die des
Messers -16°C. Die Schnitte hatten eine Dicke von 60 µm und wurden mosaikartig auf
dem Boden der Wells einer bei -80°C vorgekühlten 48 Well-Zellkulturplatte verteilt. Zur
Vermeidung einer Kontamination wurden sterile Pinzetten benutzt und die restlichen
Arbeitsutensilien wiederholt mit 70% Ethanol desinfiziert. Außerdem wurden die
Multiwellplatten anschließend für 15 Stunden unter UV-Licht in der sterilen Werkbank
belassen, bevor sie versiegelt und bei -80°C gelagert wurden.
3.2.8.2 Besäen der Gefrierschnitte mit Osteoblasten
Die Herstellung der Gefrierschnitte und ihre Verteilung auf die 48 Well-Zellkulturplatten
wurden in Abschnitt 3.2.8.1 Anfertigung von Gefrierschnitten beschrieben. Die
auf diese Weise vorbereiteten Zellkulturplatten wurden zunächst bei Raumtemperatur
wieder aufgetaut und nochmals für 5 Stunden unter UV-Licht in der sterilen Werkbank
belassen. Anschließend wurde in jedes Well 100 µl Osteoblastenkulturmedium (siehe
3.1.4 Zellkulturmedien, Puffer und Zusätze) mit 0,2% Primocin gegeben und bei 37°C
inkubiert.
Die Ratten- und humanen Osteoblasten Passage 3-4 wurden von dem Boden der Zellkulturflasche abgelöst (siehe Punkt 3.2.4.3 Subkultivierung der humanen
und Rattenosteoblasten), zentrifugiert und in Osteoblastenkulturmedium mit 0,2%
Primocin resuspendiert. Nach Quantifizierung der Zellen wurde die entsprechende
Menge Zellsuspension auf die bereits inkubierten 48 Well-Platten verteilt und
gegebenenfalls mit Osteoblastenkulturmedium / Primocin auf 500 µl Gesamtvolumen
pro Well aufgefüllt. Im Folgenden wird die Kultur der Zellen mit Gefrierschnitten als 3D-
Zellkultur bezeichnet, die Zellkultur in den Wells ohne Gefrierschnitte als 2D-
Kontrollkultur.
Für die Bestimmung der Zellviabilität mittels Alamar Blue Assay wurden
5,0 x 103 Zellen pro Well gesät und zweimal wöchentlich ein Wechsel des
Kulturmediums durchgeführt. Für die Färbungen benutzten wir 1,0 x 104 Zellen pro
Well. Hierbei erfolgte der Wechsel des Osteoblastenkulturmediums auf das
Osteoblastendifferenzierungsmedium bereits an Tag 1. Anschließend wurde ebenfalls
zwei Mal wöchentlich das Differenzierungsmedium gewechselt.
37
3.2.8.3 Histologie / Histochemie
3.2.8.3.1 Alamar Blue Assay
Um die Zellzahl und die Viabilität der Zellen zu evaluieren, wurde das Alamar Blue
Assay verwendet. Das in dem Reagenz enthaltene blaue, nicht-fluoreszierende
Resazurin wird im Zytosol von lebenden Zellen zu Resorufin reduziert. Dabei kommt
es zu einem Farbumschlag und zur Emission von Fluoreszenz (Ahmed, Gogal et al.
1994, Dienstknecht, Ehehalt et al. 2010). Die Redoxreaktion kann sowohl quantitativ
durch kolorimetrische oder fluorometrische Messungen und qualitativ durch den
Farbumschlag detektiert werden, wobei die Messung der Fluoreszenz die genaueste
Methode darstellt (Rampersad 2012).
Zu den in 48 Well-Platten ausplattierten Zellen / Gefrierschnitten der Nieren (vgl.
3.2.8.2 Besäen der Gefrierschnitte mit Osteoblasten) wurde unter sterilen
Kautelen jeweils 40 µl Alamar Blue-Reagenz, entsprechend 1/10 des
Mediumvolumens, gegeben. Die Multiwellplatten wurden sofort für zwei Stunden bei
37°C inkubiert. Anschließend wurde unter der sterilen Werkbank der Überstand
abpipettiert und die Fluoreszenzmessung in dreifacher Bestimmung (3 x 100 µl des
Überstandes) mit einer Anregungswellenlänge von 544 nm und einer
Emissionswellenlänge von 590 nm durchgeführt. Die Zellen / Nierenschnitte wurden
anschließend wieder mit Kulturmedium / Primocin inkubiert und bis Tag 14 weiter
kultiviert.
3.2.8.3.2 Alkalische Phosphatase-Färbung
Die alkalische Phosphatase (AP) ist ein in der Leber, in Knochen und der Plazenta
produziertes Enzym, das in hohen Konzentrationen vor allem in proliferierenden
Osteoblasten nachzuweisen ist und als wichtiger Osteoblastenmarker gilt (Harris 1990,
Lian and Stein 1995). Deshalb benutzten wir die Anfärbung der alkalischen
Phosphatase zur Charakterisierung und Untersu